JP2011522387A

JP2011522387A - Rotary power transformer used in high voltage generator circuit to inductively transmit two or more independently controllable power supply voltages to the power supply electrode of the load

Info

Publication number: JP2011522387A
Application number: JP2011512244A
Authority: JP
Inventors: レーフ，クリストフ; リュルケンス，ペーター
Original assignee: Koninklijke Philips NV; Koninklijke Philips Electronics NV
Current assignee: Koninklijke Philips NV
Priority date: 2008-06-02
Filing date: 2009-05-27
Publication date: 2011-07-28
Also published as: EP2286423A1; WO2009147574A1; RU2010154391A; CN102047359A; US20110075796A1

Abstract

本発明は、非対称電圧トランスファを必要とする、例えばＸ線断層撮影装置のＸ線管などの、ロータリー部分上の負荷に固定部分から電気エネルギーを誘導伝達する高電圧電源回路に関する。この回路は、単一のロータリーパワートランス（５００）または２つ以上のかかるパワートランスを有する共鳴型パワー変換回路として実現できる。少なくとも２つの別々のＤＣ／ＡＣパワーインバータステージは、２つの個別制御可能ＡＣ入力電圧（Ｕ _１，Ｕ _２）を、ロータリーパワートランスに属するマルチ一次コイルの異なる巻線（５１１，５１２）に供給する。２つの個別制御可能ＡＣ入力電圧から求めた、前記トランスのマルチ二次コイル（５２１，５２２，５２３，５２４）により供給される２つの出力電圧は、Ｘ線管にパワー供給するための管電極に供給される。The present invention relates to a high voltage power supply circuit that inductively transmits electrical energy from a fixed part to a load on a rotary part, such as an X-ray tube of an X-ray tomography apparatus, which requires an asymmetric voltage transfer. This circuit can be realized as a single rotary power transformer (500) or a resonant power conversion circuit having two or more such power transformers. At least two separate DC / AC power inverter stages supply two individually controllable AC input voltages ( U ₁ , U ₂ ) to different windings (511, 512) of the multi-primary coil belonging to the rotary power transformer. . The two output voltages supplied by the multi-secondary coils (521, 522, 523, 524) of the transformer, obtained from two individually controllable AC input voltages, are applied to the tube electrode for powering the X-ray tube. Supplied.

Description

本発明は、例えば、Ｘ線断層撮影装置のＸ線管や、電源電極に非対称に電圧供給が必要な負荷などを動作させるのに必要な電力を供給するのに用いる、高電圧発生器回路に関する。より具体的には、本発明は、高電圧電源回路と、かかる電源回路を動作させる制御方法とに関する。特に、固定部分からロータリー部分への電気エネルギーの誘導伝達に、すなわち、固定電圧源から非接触ハイパワーロータリートランスを介してロータリーアノードディスクタイプのＸ線管の電極に、またはCTスキャナガントリーのロータリーベアリングアセンブリに関する。上記の高電圧電源回路は、少なくとも２つの別々のＤＣ／ＡＣパワーインバータステージの出力ポートに直列結合した少なくとも１つの高電圧トランスまたは少なくとも１つのシリーズの共鳴タンク回路の後段に接続された（post-connected）、単一のロータリーパワートランスまたは２つ以上のパワートランスを有する共鳴型パワー変換回路として実現できる。前記パワーインバータステージは、ロータリーパワートランスに属するマルチ一次コイルの異なる巻線に２つの個別制御可能ＡＣ入力電圧を供給する機能を有する。ロータリーパワートランスに属するマルチ二次コイルの異なる巻線に結合された少なくとも２つの別々のピークタイプ整流器により整流及び平滑され、２つの個別制御可能ＡＣ入力電圧から求めた前記トランスのマルチ二次コイルにより供給される２つの出力電圧は、管電極に入力され、Ｘ線管にパワーを供給する。 The present invention relates to a high voltage generator circuit used for supplying power necessary for operating, for example, an X-ray tube of an X-ray tomography apparatus or a load that requires an asymmetric voltage supply to a power supply electrode. . More specifically, the present invention relates to a high voltage power supply circuit and a control method for operating such a power supply circuit. Especially for inductive transfer of electrical energy from fixed part to rotary part, ie from fixed voltage source to non-contact high power rotary transformer to rotary anode disk type X-ray tube electrode or CT scanner gantry rotary bearing Concerning assembly. The high voltage power circuit described above is connected to at least one high voltage transformer or at least one series of resonant tank circuits after series coupling to the output ports of at least two separate DC / AC power inverter stages (post- connected), a single rotary power transformer or a resonant power conversion circuit having two or more power transformers. The power inverter stage has a function of supplying two individually controllable AC input voltages to different windings of a multi-primary coil belonging to a rotary power transformer. By means of a multi-secondary coil of said transformer, which is rectified and smoothed by at least two separate peak-type rectifiers coupled to different windings of a multi-secondary coil belonging to a rotary power transformer and obtained from two individually controllable AC input voltages The two supplied output voltages are input to the tube electrode and supply power to the X-ray tube.

医療用Ｘ線画像化装置で仕様されるＸ線管電源の高電圧発生器は、一般的に、Ｘ線管のアノードとカソードにＸ線管を動作させるのに必要なパワーを供給する、少なくとも１つの高電圧トランスを有する。従来の高電圧発生器回路では、例えば、自動トランスなどのＡＣ電源電圧調整デバイスは、高電圧トランスの多相一次側にラインパワーを供給する。ブリッジ整流器と共に使う半導体スイッチなどのスイッチングデバイスは、多相一次側のスターポイントを開閉して、Ｘ線管の高電圧をオン・オフする。トランス及び関連電源における誘導及び容量効果により、一般的には、回路の完成直後の時間に高電圧がその定常状態レベルよりも高くなる。特に、Ｘ線パワー発生器に使用する高電圧トランス寄生共鳴リンクを有する、位相シフトパルス幅変調（PWM）インバータに入力したＤＣ／ＤＣパワーコンバータは、現実のアプリケーションでは広い負荷設定範囲のため、位相シフトした電圧整流と、高電圧整流器におけるダイオードカットオフ動作とにより、大きな非線形特性を現す。 A high voltage generator for an x-ray tube power source as specified in a medical x-ray imaging device generally provides at least the power necessary to operate the x-ray tube to the anode and cathode of the x-ray tube, It has one high voltage transformer. In conventional high voltage generator circuits, for example, an AC power supply voltage regulation device such as an automatic transformer supplies line power to the multiphase primary side of the high voltage transformer. Switching devices such as semiconductor switches used with bridge rectifiers open and close the star point on the multiphase primary side to turn on and off the high voltage of the X-ray tube. Due to inductive and capacitive effects in the transformer and associated power supply, the high voltage is typically higher than its steady state level in the time immediately after completion of the circuit. In particular, a DC / DC power converter input to a phase shift pulse width modulation (PWM) inverter with a high voltage transformer parasitic resonance link used in an X-ray power generator is phase-shifted due to its wide load setting range in real applications. Due to the shifted voltage rectification and the diode cutoff operation in the high voltage rectifier, a large non-linear characteristic is exhibited.

近年、ＭＯＳゲートバイポーラパワートランジスタ（ＩＧＢＴ）を有する電圧入力タイプまたは電流入力タイプの高周波トランス共鳴インバータを用いるを用いた、いろいろなスイッチ・モード高電圧ＤＣ電源が、医療用Ｘ線ハイパワー発生器用に開発されている。 In recent years, various switch mode high voltage DC power supplies using voltage input type or current input type high frequency transformer resonant inverters with MOS gate bipolar power transistors (IGBT) have been used for medical X-ray high power generators. Has been developed.

金属エンベロープを有し、カソード電流とアノード電流とを異ならせなければならないＸ線管にパワー供給するとき、その管のアノードとカソードへの非対称パワー分配が必要である。それゆえ、Ｘ線管に供給される２つの電圧は独立制御可能でなければならない。 When powering an x-ray tube that has a metal envelope and must have a different cathode and anode current, asymmetric power distribution to the anode and cathode of the tube is required. Therefore, the two voltages supplied to the X-ray tube must be independently controllable.

先行技術は、動作させるシステムの固定部分に設置された負荷にエネルギー伝達をする異なる解決策を提案しているが、回転可能に設置されたシステムアセンブリの一部である、またはそれに固定的に取り付けられた負荷の電源電極に電気エネルギーを伝達する解決策も開発されている。 The prior art proposes different solutions for transferring energy to a load installed in a fixed part of the system to be operated, but is part of a rotationally installed system assembly or fixedly attached to it Solutions have also been developed to transmit electrical energy to the power electrodes of the loads.

先行技術として知られている従来のアプリケーションでは、回転するアセンブリにより電気的な接続を行うためにスリップリング（slip rings）を用いる。かかるスリップリングのブラシを用いて、高電圧を負荷に伝達することができる。しかし、機械的設計とブラシの構成の点で、伝達可能な電流とディスクの回転速度は制約される。 In conventional applications known as prior art, slip rings are used to make electrical connections with rotating assemblies. Using such a slip ring brush, a high voltage can be transmitted to the load. However, the current that can be transmitted and the rotational speed of the disk are limited in terms of mechanical design and brush configuration.

例えば、特許文献ＤＥ１０３５６１０９Ａ１は、電気エネルギーを回転するガントリーに伝達する方法を記載している。ここで提案されているシステムは、少なくともＸ線管と検出器とを有する回転部分と、固定部分とを備えている。回転部分の回転可能設置用のベアリングと、第１の周波数の交流電流を発生するための少なくとも１つのインバータとを設けている。固定部分は、少なくともインバータからＡＣ電流を供給される導体（conductor
arrangement）を有し、一方、回転部分は、位置に応じて導体とかみ合い、導体から電気エネルギーを結合する、誘導カップラを有する。残念ながら、特許文献ＤＥ１０３５６１０９Ａ１に記載されたシステムは、利用するトランスの巻線のインダクタンス値が高いため、高周波動作には使えない。 For example, the patent document DE10356109A1 describes a method for transmitting electrical energy to a rotating gantry. The proposed system includes a rotating part having at least an X-ray tube and a detector, and a fixed part. A bearing for rotatable installation of the rotating part and at least one inverter for generating an alternating current of a first frequency are provided. The fixed part is a conductor (conductor) supplied with AC current from at least the inverter.
while the rotating part has an inductive coupler that engages the conductor and couples electrical energy from the conductor depending on the position. Unfortunately, the system described in Patent Document DE10356109A1 cannot be used for high-frequency operation because of the high inductance value of the transformer winding used.

特許文献ＵＳ５，７３１，９６８Ａには、同じトランスコアに設けられた一次及び二次側巻線の２つのグループを備えた高電圧トランスで、Ｘ線管にパワー供給する電源セクションを有するＸ線装置が記載されている。本発明では、特許文献ＵＳ５，７３１，９６８Ａで提案されているように、２つのグループの一次側巻線は同じ周波数で動作する２つのインバータに接続された場合、異なるグループに属する一次側巻線の間のカップリングは、同じグループに属する一次側巻線と二次側巻線との間のカップリングより弱いことが予想される。二次側におけるパワーの制御は、一定の周波数で、独立に制御可能なデューティサイクルでインバータを動作させる点で改善できる。 Patent document US Pat. No. 5,731,968A discloses an X-ray apparatus having a power supply section for supplying power to an X-ray tube with a high-voltage transformer having two groups of primary and secondary windings provided in the same transformer core. Is described. In the present invention, as proposed in Patent Document US Pat. No. 5,731,968A, when the primary windings of two groups are connected to two inverters operating at the same frequency, the primary windings belonging to different groups Is expected to be weaker than the coupling between the primary and secondary windings belonging to the same group. Power control on the secondary side can be improved in that the inverter is operated at a constant frequency and with an independently controllable duty cycle.

本発明の目的は、単一のロータリーパワートランスコアに２つの独立制御可能管電圧で、そのため、最小数のトランスコイルを用いて、回転ガントリータイプのCTシステムにおけるＸ線管に非接触にパワーを供給できる、軽量な高電圧電源回路のソリューションを提供することである。 The object of the present invention is to use two independently controllable tube voltages in a single rotary power transformer core, so that a minimum number of transformer coils are used to power the X-ray tube in a rotating gantry type CT system in a contactless manner. It is to provide a light-weight, high-voltage power circuit solution that can be supplied.

この目的を達成するため、本発明の第１の一例としての実施形態は、少なくとも２つの別々の電源から、単一のトランスコアを介して少なくとも１つの負荷に、少なくとも２つの個別制御可能ＡＣ電源電圧を供給する非接触ハイパワーロータリートランスである。提案のトランスは、第１環状部材の少なくとも２つの重ならないセクションに直列に配置された複数の固定的に取り付けられた一次コイルと、第２環状部材の隣接するセクションに配置された複数の二次コイルであって、第１及び第２環状部材の中心と一致する回転中心の周りを非接触に回転可能であり、前記トランスコアを介して前記一次コイルに容量結合した、複数の二次コイルとを備える。この実施形態では、前記一次コイルの各々は、前記個別制御可能ＡＣ電源電圧のうち異なる電圧を供給され、前記負荷の電源電極は、複数の個別制御可能ＡＣ電源電圧から求めた異なる出力電圧を供給される。 To achieve this objective, a first exemplary embodiment of the present invention provides at least two individually controllable AC power supplies from at least two separate power supplies to at least one load via a single transformer core. This is a non-contact high-power rotary transformer that supplies voltage. The proposed transformer includes a plurality of fixedly mounted primary coils disposed in series in at least two non-overlapping sections of the first annular member and a plurality of secondary disposed in adjacent sections of the second annular member. A plurality of secondary coils that are non-contactably rotatable about a rotation center coinciding with the centers of the first and second annular members, and are capacitively coupled to the primary coil via the transformer core; Is provided. In this embodiment, each of the primary coils is supplied with a different voltage among the individually controllable AC power supply voltages, and the power supply electrode of the load supplies different output voltages obtained from a plurality of individually controllable AC power supply voltages. Is done.

前記第１環状部材の固定的に取り付けられた一次コイルに対してある回転角だけシフトした後、前記第２環状部材の二次コイルがある回転位置にある状況では、前記トランスは、前記第１環状部材の固定的に取り付けられた一次コイルに供給される少なくとも２つの個別制御可能ＡＣ電源電圧の線形結合により与えられる、少なくとも２つの異なる出力電圧を供給するように有利に構成できる。 In the situation where the secondary coil of the second annular member is in a certain rotational position after shifting by a rotation angle with respect to the fixedly attached primary coil of the first annular member, the transformer It can be advantageously configured to provide at least two different output voltages, given by a linear combination of at least two individually controllable AC supply voltages supplied to a fixedly mounted primary coil of the annular member.

この第１の一例としての実施形態の別の態様によると、上記線形結合の重み係数は、その回転角の少なくとも２つのステップ状線形連続関数により与えられる。 According to another aspect of this first exemplary embodiment, the weight factor of the linear combination is given by at least two stepped linear continuous functions of its rotation angle.

例えば、前記重み係数は、角度方向で、あるオフセット角だけ互いにシフトした、その回転角の２つの周期的三角関数により与えられる。この実施形態を特に精密化した場合、前記関数は両方とも最小値が０であり最大高さが１である。さらに、前記関数は周期的な単調増加セクションと単調減少セクションにおいて傾き係数が同じであってもよい。ここで説明した実施例では、前記関数は互いに９０°のオフセット角だけシフトされ、前記関数のうち第２の関数が最小値となるとき、第１の関数が最大値となり、またその逆となるようになっている。 For example, the weighting factor is given by two periodic trigonometric functions of the rotation angle that are shifted from each other by an offset angle in the angular direction. When this embodiment is particularly refined, both functions have a minimum value of 0 and a maximum height of 1. Further, the function may have the same slope coefficient in the periodic monotonically increasing section and the monotonically decreasing section. In the embodiment described here, the functions are shifted from each other by an offset angle of 90 °, and when the second function of the functions has a minimum value, the first function has a maximum value and vice versa. It is like that.

本発明の第２の一例としての実施形態は、Ｘ線管の電源電極に非対称電圧源を要するＸ線断層撮影装置のＸ線管による負荷に電力を供給する高電圧電源回路である。この実施形態では、前記回路は、一次側において、少なくとも２つの個別制御可能ＡＣ電源電圧の異なるものを供給される、前記第１の一例としての実施形態を参照して説明した非接触ハイパワーロータリートランスを有する。上記少なくとも２つの個別制御可能ＡＣ電源電圧から求めた少なくとも２つの異なる出力電圧を、前記Ｘ線管の電源電極に供給する。 The second exemplary embodiment of the present invention is a high-voltage power supply circuit that supplies power to a load of an X-ray tube of an X-ray tomography apparatus that requires an asymmetric voltage source at the power electrode of the X-ray tube. In this embodiment, the circuit is supplied with different at least two individually controllable AC power supply voltages on the primary side, the non-contact high power rotary described with reference to the first example embodiment Has a transformer. At least two different output voltages determined from the at least two individually controllable AC power supply voltages are supplied to the power supply electrode of the X-ray tube.

特に、前記高電圧電源回路は、少なくとも２つの別々のＤＣ／ＡＣパワーインバータステージのそれぞれの出力ポートに直列に結合された少なくとも１つの高電圧トランスまたは少なくとも１つの共鳴タンク回路列の後段に接続された前記パワートランスを有する共鳴型パワー変換回路として実現され、後者は、前記少なくとも２つの個別制御可能ＡＣ入力電圧を前記非接触ハイパワーロータリートランスの第１環状部材の異なる一次コイルに供給するように機能することもできる。 In particular, the high voltage power supply circuit is connected to a subsequent stage of at least one high voltage transformer or at least one resonant tank circuit train coupled in series to respective output ports of at least two separate DC / AC power inverter stages. Further, the latter is realized as a resonance type power conversion circuit having the power transformer, and the latter supplies the at least two individually controllable AC input voltages to different primary coils of the first annular member of the non-contact high power rotary transformer. It can also function.

最後に、本発明の第３の一例としての実施形態は、Ｘ線管の電源電極に非対称電圧源を必要とするＸ線断層撮影装置の前記Ｘ線管などの負荷に電力を供給する高電圧電源回路であって、前記回路は、一次側において、それぞれ、少なくとも２つの個別制御可能ＡＣ電源電圧の異なるものに供給される、２つ以上の非接触ハイパワーロータリートランスを有する。この実施形態では、前記パワートランスは、それぞれ、固定的に取り付けられたリング状の一次コイルと、リング状の一次及び二次コイルの中心と一致し、単一のトランスコアを介して前記リング状の一次コイルに誘導結合した、回転中心の周りを非接触に回転可能なリング状の二次コイルとを備える。前記Ｘ線管の電源電極は、前記パワートランスの二次コイルにより、上記少なくとも２つの個別制御可能ＡＣ電源電圧から求めた少なくとも２つの異なる出力電圧が供給される。 Finally, a third exemplary embodiment of the present invention provides a high voltage for supplying power to a load such as the X-ray tube of an X-ray tomography apparatus that requires an asymmetric voltage source at the power electrode of the X-ray tube. A power supply circuit comprising two or more non-contact high-power rotary transformers each supplied on the primary side to at least two different individually controllable AC power supply voltages. In this embodiment, each of the power transformers coincides with the center of the ring-shaped primary coil fixedly attached and the ring-shaped primary and secondary coils, and the ring-shaped via the single transformer core. A ring-shaped secondary coil that is inductively coupled to the primary coil and can rotate around the rotation center in a non-contact manner. The power supply electrode of the X-ray tube is supplied with at least two different output voltages obtained from the at least two individually controllable AC power supply voltages by the secondary coil of the power transformer.

まとめると、本出願の範囲で開示する回路は、高周波での動作と、Ｘ線管のアノードとカソードにそれぞれ供給する、２つ以上の独立制御可能電源電圧への電圧制御の提供とにフォーカスしている。金属エンベロープを有するＸ線管に、単一のロータリーパワートランスにより電力を供給できる。本発明で提案する単一のロータリーパワートランスを用いることにより、特に高周波で動作するときに、コストが低く、重さとサイズが小さい高電圧発生器回路を提供できる。本願と対照的に、先行技術から分かる従来のシステムは、単一のロータリーパワートランスにより２つ以上の独立制御可能電圧を伝達する能力を有していない。 In summary, the circuits disclosed within the scope of this application focus on operating at high frequencies and providing voltage control to two or more independently controllable supply voltages that feed the anode and cathode of the x-ray tube, respectively. ing. Electric power can be supplied to an X-ray tube having a metal envelope by a single rotary power transformer. By using the single rotary power transformer proposed in the present invention, it is possible to provide a high voltage generator circuit that is low in cost, small in weight and size, particularly when operating at high frequencies. In contrast to the present application, the conventional system known from the prior art does not have the ability to transmit two or more independently controllable voltages with a single rotary power transformer.

一般的に、Ｘ線管は、カソードとアノードに異なる電圧を必要とする。そのため、ガントリーのロータリー部分に異なる電圧が必要である。また、ガントリーのロータリー側に配置される画像処理やデータ転送など他のアプリケーションでは、異なる電圧を供給すると便利である。好ましくは、トランスの二次側では、これらの異なる電圧は電気的に絶縁されている。それゆえ、本発明の目的は、トランスの二次側に異なる電気的に絶縁された電圧を供給することである。 In general, X-ray tubes require different voltages at the cathode and anode. Therefore, different voltages are required in the rotary part of the gantry. In other applications such as image processing and data transfer arranged on the rotary side of the gantry, it is convenient to supply different voltages. Preferably, on the secondary side of the transformer, these different voltages are electrically isolated. The object of the present invention is therefore to supply different electrically isolated voltages to the secondary side of the transformer.

本発明は、ガントリーの固定部分からガントリーのロータリー部分に電気エネルギーを転送するパワートランスの巻線の発明的構成により、この目的を達成する。特に、２つの一次側巻線を有する構成を設ける。さらに、本発明では、第１の数の一次側巻線と第２の数の二次側巻線とを有し、第２の数は第１の数の倍数である実施形態を提供する。それゆえ、本発明の特別な実施形態として、トランスの一次側に２つの巻線を有し、二次側に２、４、８、または２ｎ個（ｎは整数）の巻線を有するパワートランスを提供する。 The present invention achieves this goal by the inventive configuration of the power transformer windings that transfer electrical energy from the fixed part of the gantry to the rotary part of the gantry. In particular, a configuration having two primary windings is provided. Further, the present invention provides an embodiment having a first number of primary windings and a second number of secondary windings, wherein the second number is a multiple of the first number. Therefore, as a special embodiment of the present invention, a power transformer having two windings on the primary side of the transformer and 2, 4, 8, or 2n (n is an integer) windings on the secondary side I will provide a.

本発明では、二次側巻線が異なるために、トランスの二次側に発生した異なるＡＣ電圧を結合することが可能である。特に、トランスの二次側において、単一の二次側巻線の単一のＡＣ電圧を整流してから、異なるＡＣ電圧を結合する構成を提供する。好ましくは、結果として得られたＤＣ電圧を増大するように、整流したＡＣ電圧を加算する、実施形態を提供する。これにより、ガントリーのロータリー側に配置される必要なカスケードを、他の実施形態と比較してダウンサイズできるという効果が生じる。その結果、ガントリーのロータリー部分のコストを下げられ、生産が容易になる。 In the present invention, since the secondary windings are different, it is possible to combine different AC voltages generated on the secondary side of the transformer. In particular, on the secondary side of the transformer, a configuration is provided that rectifies a single AC voltage of a single secondary winding and then combines different AC voltages. Preferably, embodiments are provided in which the rectified AC voltage is summed to increase the resulting DC voltage. Thereby, the effect that the required cascade arrange | positioned at the rotary side of a gantry can be downsized compared with other embodiment arises. As a result, the cost of the rotary part of the gantry can be reduced and production can be facilitated.

本発明の上記その他の有利な特徴と態様を、以下に説明する実施形態と添付した図面により詳しく説明する。
Ｘ線管に電源電圧を供給する先行技術による、一般的に用いられるマルチパルス高電圧発生器の基本コンポーネントを示すブロック図である。先行技術として知られたＸ線管電圧及び管電流制御の原理を示す、クローズドループ制御回路を示す図である。医療用Ｘ線システムで使用できる、図１を参照して説明した先行技術によるインバータタイプ高電圧発生器のアナログ実施形態を示す図である。国際公開第ＷＯ２００６／１１４７１９Ａ１により開示された２つの独立なＤＣ／ＡＣパワーインバータステージを有する高電圧発生器回路で用いられる出力パワーを供給する共鳴ＤＣ／ＤＣパワー変換回路のアナログ回路を示す図である。本発明の範囲で用いるロータリートランスの最初の位置を示す図である。回転位置にある、図５のロータリートランスを示す図である。数式（１）から（４）で用いる重み付け関数ｆとｇを示す図である。補助差分トランスと整流器とを有する本発明の一実施形態によるロータリートランスを示す図である。は、２つの別々のロータリーパワートランスを有する、本発明による高電圧発生器回路のシステム構成を示す図である。は、単一のロータリーパワートランスを有する、本発明による高電圧発生器回路のシステム構成を示す図である。 The above and other advantageous features and aspects of the present invention will be described in detail with reference to the embodiments described below and the accompanying drawings.
1 is a block diagram showing the basic components of a commonly used multi-pulse high voltage generator according to the prior art for supplying a power supply voltage to an X-ray tube. 1 is a diagram showing a closed loop control circuit showing the principle of X-ray tube voltage and tube current control known as prior art. FIG. FIG. 2 shows an analog embodiment of an inverter type high voltage generator according to the prior art described with reference to FIG. 1 that can be used in a medical X-ray system. FIG. 5 shows an analog circuit of a resonant DC / DC power conversion circuit that supplies output power for use in a high voltage generator circuit having two independent DC / AC power inverter stages disclosed by WO 2006/114719 A1. . It is a figure which shows the initial position of the rotary transformer used in the scope of the present invention. It is a figure which shows the rotary transformer of FIG. 5 in a rotation position. It is a figure which shows the weighting function f and g used by Numerical formula (1) to (4). It is a figure which shows the rotary transformer by one Embodiment of this invention which has an auxiliary | assistant difference transformer and a rectifier. FIG. 2 is a diagram showing a system configuration of a high voltage generator circuit according to the present invention having two separate rotary power transformers. FIG. 1 is a diagram showing a system configuration of a high voltage generator circuit according to the present invention having a single rotary power transformer.

以下のセクションでは、添付した図面を参照して、特許請求の範囲に記載したＤＣ／ＤＣパワー変換回路の一例としての実施形態と、本発明による特許請求の範囲に記載した制御方法の一例としての実施形態とを詳細に説明する。 In the following section, referring to the attached drawings, as an example embodiment of a DC / DC power converter circuit as claimed in the claims and as an example of a control method as claimed in the claims according to the invention The embodiment will be described in detail.

図１は、直接電圧変換としても知られた、高周波インバータ技術の原理を示す図である。この図は、Ｘ線管１１２の電源電圧を供給する従来のマルチパルス高電圧発生器の基本コンポーネントを示す。最初に、ＡＣ／ＤＣコンバータステージ１０１と、次の第１のローパスフィルタステージ１０２とを用いて、コンセントから供給されるＡＣ電源電圧Ｕ _{ｍａｉｎｓ}を整流しローパスフィルタして、多かれ少なかれリップルを有する中間ＤＣ電圧Ｕ _ＬＰＦを発生する。第１のローパスフィルタステージ１０２は単一の平滑化コンデンサで実現できる。電気的出力パワーは異なるが、三相パワーソースと同様に単相パワーソースから同じ高電圧品質が求めることができる。前記ローパスフィルタステージ１０２の後段に接続されたＤＣ／ＡＣパワーインバータステージ１０３は中間ＤＣ電圧を用いて、高周波交流電圧Ｕ _ｉｎｖを発生し、専用高電圧トランス１０４に入力する。その二次側には、高電圧整流器１０５と、後続の第２のローパスフィルタステージ１０６とが接続される。第２のローパスフィルタステージ１０６は、単一の平滑化コンデンサにより実施できる。求めた出力電圧Ｕ _ｏｕｔは、Ｘ線管１１２においてＸ線放射を発生する高周波マルチパルス管電圧として用いることができる。 FIG. 1 is a diagram illustrating the principle of high frequency inverter technology, also known as direct voltage conversion. This figure shows the basic components of a conventional multi-pulse high voltage generator that supplies the power supply voltage of the X-ray tube 112. First, an AC / DC converter stage 101 and a next first low-pass filter stage 102 are used to rectify and low-pass filter the AC power supply voltage U _mains supplied from the outlet, thereby providing an intermediate DC with more or less ripple. A voltage U _LPF is generated. The first low-pass filter stage 102 can be realized with a single smoothing capacitor. Although the electrical output power is different, the same high voltage quality can be obtained from a single-phase power source as in a three-phase power source. The DC / AC power inverter stage 103 connected to the subsequent stage of the low-pass filter stage 102 generates a high-frequency AC voltage U _inv using an intermediate DC voltage and inputs it to the dedicated high-voltage transformer 104. A high voltage rectifier 105 and a subsequent second low-pass filter stage 106 are connected to the secondary side. The second low pass filter stage 106 can be implemented with a single smoothing capacitor. The obtained output voltage U _out can be used as a high-frequency multi-pulse tube voltage that generates X-ray radiation in the X-ray tube 112.

この場合、留意すべき点として、高周波インバータは、通常、使用するパワースイッチに応じて、パルス幅変調をするか、または共振回路タイプとして動作する。図示したマルチパルス高電圧発生器回路によりトランスコア断面の縮小ができると仮定すると、高周波ＡＣ電源電圧の変換により、高電圧トランスの体積が非常に小さくなる。かかる回路を用いると、Ｘ線管の電圧と電流を独立に制御でき、パワーソース電圧のふらつきによる大きな影響を受けなくなる。電気的なＸ線管電圧制御部は、一般的に０.１ms以下の応答時間を示す。 In this case, it should be noted that the high-frequency inverter normally performs pulse width modulation or operates as a resonance circuit type depending on the power switch to be used. Assuming that the transformer core cross section can be reduced by the illustrated multi-pulse high voltage generator circuit, the volume of the high voltage transformer becomes very small due to the conversion of the high frequency AC power supply voltage. When such a circuit is used, the voltage and current of the X-ray tube can be controlled independently and are not greatly affected by the fluctuation of the power source voltage. The electric X-ray tube voltage controller generally shows a response time of 0.1 ms or less.

先行技術として知られたＸ線管電圧及び管電流制御の原理を示すクローズドループ制御回路を図２に示す。一般的に、Ｘ線管電圧の実際値Ｕ _ａｃｔを測定し、コンピュータ回路の制御コンソールでオペレータが選択した名目値Ｕ _ｎｏｍと比較する。この情報に基づき、パワースイッチを（例えば、国際出願公開第２００６／１１４７１９Ａ１に記載されている）所定方法で調整する。この制御の速さは主にインバータ周波数によって決まる。一定電位高電圧発生器ほど速くはないが、インバータは従来のマルチピーク整流器の速さを容易に超える。トランスの二次側に発生する電圧のリップルは、インバータ周波数、内部平滑化容量、高電圧電源ケーブルの容量、及び中間ＤＣ電圧Ｕ _ＬＰＦのレベルにより主な影響を受ける。 A closed loop control circuit showing the principle of X-ray tube voltage and tube current control known as the prior art is shown in FIG. In general, the actual value U _act of the X-ray tube voltage is measured and compared with a nominal value U _nom selected by the operator at the control console of the computer circuit. Based on this information, the power switch is adjusted in a predetermined manner (for example described in WO 2006/114719 A1). The speed of this control is mainly determined by the inverter frequency. Although not as fast as constant potential high voltage generators, inverters easily exceed the speed of conventional multi-peak rectifiers. Ripple voltage generated in the secondary side of the transformer, the inverter frequency, the internal smoothing capacity, undergoes a major impact capacity of the high voltage power cable, and the level of the intermediate DC voltage U _LPF.

例えば医療用Ｘ線システムで使用する、図１を参照して説明した先行技術によるインバータタイプ高電圧発生器のアナログ実施形態を図３に示す。図３に示したように、コンセントから供給されるＡＣ電源電圧は、全波整流器３０２と平滑化コンデンサ３０３により整流と平滑化がなされ、中間ＤＣ電圧にされ、４つのバイポーラハイパワースイッチングトランジスタよりなるＤＣ／ＡＣフルブリッジパワーインバータステージ３０４に供給される。さらに、フューズ３０５がインバータ回路３０４の入力側の一端に接続され、電流検出器３０６がインバータ回路３０４の他端に接続されている。 An analog embodiment of an inverter type high voltage generator according to the prior art described with reference to FIG. 1, for example for use in a medical X-ray system, is shown in FIG. As shown in FIG. 3, the AC power supply voltage supplied from the outlet is rectified and smoothed by a full-wave rectifier 302 and a smoothing capacitor 303 to be an intermediate DC voltage, and consists of four bipolar high power switching transistors. DC / AC full bridge power inverter stage 304 is supplied. Further, the fuse 305 is connected to one end on the input side of the inverter circuit 304, and the current detector 306 is connected to the other end of the inverter circuit 304.

最初に、ＤＣ入力電圧はインバータ回路３０４により高周波ＡＣ電源電圧（例えば２００ｋＨｚ）に変換される。その後、前記ＡＣ電源電圧は高電圧トランス３０７により、より高いレベル（例えば１５０ｋＶ）のＡＣ電源電圧に変換され、高電圧整流器３０８と平滑化コンデンサ３０９により整流及び平滑される。前記高電圧整流器３０８は、例えば、ブレークダウン電圧が約１５０ｋＶのシリコン整流器であってもよい。最後に、求めたＤＣ高電圧をＸ線管３１０に印加する。電圧分割抵抗３１１を、コンデンサ３０９と並列に接続する。管電圧の検出値（すなわち、Ｘ線管に印加した電圧に対応する検出値）として、電圧分割抵抗３１１から得た電圧をインバータ駆動回路３１２にフィードバックして、インバータ回路３０４の切り替えタイミングの制御に用いる。 First, the DC input voltage is converted into a high frequency AC power supply voltage (for example, 200 kHz) by the inverter circuit 304. Thereafter, the AC power supply voltage is converted into an AC power supply voltage of a higher level (for example, 150 kV) by the high voltage transformer 307, and rectified and smoothed by the high voltage rectifier 308 and the smoothing capacitor 309. The high voltage rectifier 308 may be a silicon rectifier having a breakdown voltage of about 150 kV, for example. Finally, the obtained DC high voltage is applied to the X-ray tube 310. A voltage dividing resistor 311 is connected in parallel with the capacitor 309. As a tube voltage detection value (ie, a detection value corresponding to the voltage applied to the X-ray tube), the voltage obtained from the voltage dividing resistor 311 is fed back to the inverter drive circuit 312 to control the switching timing of the inverter circuit 304. Use.

インバータ駆動回路３１２には、インバータ電流検出器３０６の検出値、管電圧の検出値、管電圧を設定する設定値、及びタイマーを設定する設定値（露出時間）を入力する。これらの値は、Ｘ線システムのコンソール（図示せず）によりそれぞれ入力される。図３に示したように、インバータ駆動回路３１２は出力信号を発生し、インバータ回路３０４のスイッチングトランジスタを駆動する。 The inverter drive circuit 312 receives the detected value of the inverter current detector 306, the detected value of the tube voltage, the set value for setting the tube voltage, and the set value (exposure time) for setting the timer. These values are respectively input by an X-ray system console (not shown). As shown in FIG. 3, the inverter drive circuit 312 generates an output signal and drives the switching transistor of the inverter circuit 304.

CTまたはＸ線高電圧発生器は、好ましくは、ＤＣ／ＡＣフルブリッジパワーインバータステージよりなる。このステージは、高電圧トランス（図４参照）を駆動する直列共振回路に接続される。この図には、国際公開第ＷＯ２００６／１１４７１９Ａ１により開示された２つの独立なＤＣ／ＡＣパワーインバータステージを有する高電圧発生器回路で用いられる出力パワーを供給する共鳴ＤＣ／ＤＣパワー変換回路のアナログ回路を示した。図には、２つのインバータ回路４０２ａ＋ｂが、複数の巻線を有する１つの高電圧トランス４０４で、どのように動作するかを示した。ＤＣ／ＤＣパワー変換器出力電圧Ｕ _ｏｕｔの離散ステップの大きさを縮小でき、出力電圧リップルがさらに小さくなることが分かる。共通トランスにより２つの共振回路をカップリングするので、電圧分割関数ができる。 The CT or X-ray high voltage generator preferably comprises a DC / AC full bridge power inverter stage. This stage is connected to a series resonant circuit that drives a high voltage transformer (see FIG. 4). This figure shows an analog circuit of a resonant DC / DC power conversion circuit that provides output power for use in a high voltage generator circuit having two independent DC / AC power inverter stages disclosed by WO 2006/114719 A1. showed that. The figure shows how the two inverter circuits 402a + b operate with one high voltage transformer 404 having a plurality of windings. Can reduce the size of the discrete steps of the DC / DC power converter output voltage U _out, it can be seen that the output voltage ripple is further reduced. Since the two resonant circuits are coupled by the common transformer, a voltage division function is created.

Ｘ線断層撮影装置のＸ線管のアノードとカソードに２つの独立制御可能電圧を供給するため、図９に示したシステム構成に示したような同心リング状タイプの２つの別々のリング状パワートランスを用いることができる。図示した回路は、２つの独立な（非接触の）ロータリータイプのパワートランス５００ａと５００ｂを有し、そのため、回路全体の体積と重さが大きくなる。この実施形態では、ロータリーパワートランスの一次コイルは、２つのＤＣ／ＡＣパワーインバータステージのそれぞれの出力ポートに配置された２つの直列共鳴タンク回路に直列に接続され、前記インバータステージを用いて、ロータリーパワートランスに独立制御可能電圧Ｕ _ａとＵ _ｋとを供給する。パワートランス５００ａと５００ｂの二次コイルの後段の２つのピークタイプ整流器５２９ａと５２９ｂの対応するものに入力し、整流と平滑化した前記電圧（それぞれＵ _ａとＵ _ｋ）を、Ｘ線管のアノードと回路の接地電極、またはＸ線管のカソードと接地電極にそれぞれ接続された２つの蓄積コンデンサ（Ｃｓ１またはＣｓ２）に蓄積し、前記Ｘ線管の電極に供給する（後者は参照番号５３０で参照する）。これには、アノードとカソードに非対称なパワー分布が必要である。 In order to supply two independently controllable voltages to the anode and cathode of the X-ray tube of the X-ray tomography apparatus, two separate ring-shaped power transformers of the concentric ring type as shown in the system configuration shown in FIG. Can be used. The illustrated circuit includes two independent (non-contact) rotary type power transformers 500a and 500b, which increases the volume and weight of the entire circuit. In this embodiment, the primary coil of the rotary power transformer is connected in series to two series resonant tank circuits arranged at the output ports of the two DC / AC power inverter stages, and the rotary stage is used to rotate the rotary coil. Independently controllable voltages U _a and U _k are supplied to the power transformer. The voltage ( U _a and U _k, respectively) rectified and smoothed is input to the corresponding one of the two peak type rectifiers 529a and 529b in the subsequent stage of the secondary coil of the power transformers 500a and 500b, and the anode of the X-ray tube Are stored in two storage capacitors (Cs1 or Cs2) respectively connected to the ground electrode of the circuit or the cathode and ground electrode of the X-ray tube and supplied to the electrode of the X-ray tube (the latter is referred to by reference numeral 530) To do). This requires an asymmetric power distribution at the anode and cathode.

あるいは、図１０に示した大きさと重さが小さい回路構成を設計することもできる。図１０に示したように、この回路は、専用巻線構成を有する同心リング状タイプの単一のロータリーパワートランス５００のみを使用する。さらに、回転ガントリー上の高電圧発生器に供給する２つのＡＣ出力電圧を供給する、２つのＤＣ／ＡＣパワーインバータステージ５２７ａと５２７ｂを想定する。 Alternatively, a circuit configuration having a small size and weight shown in FIG. 10 can be designed. As shown in FIG. 10, this circuit uses only a single rotary power transformer 500 of a concentric ring type with a dedicated winding configuration. Further, assume two DC / AC power inverter stages 527a and 527b that provide two AC output voltages that are fed to a high voltage generator on a rotating gantry.

以下、巻線構成と提案のロータリーパワートランスの巻線を、図５と６を参照して説明する。図示したように、本発明の目的は、パワートランス５００の一次部と二次部を複数の別々のセクションに分割することにより達成する。一次部５１０は、第１環状部材とも呼ぶが、互いに独立な２つの別々のＡＣパワーソース（図示せず）により供給されるＡＣ入力電圧Ｕ _１とＵ _２を保存する、少なくとも２つの一次コイルまたはセクション（５１１と５１２）を有する。二次部５２０は、第２環状部材とも呼ぶが、２つの同心リングとして実現され、それぞれ２つのセクション（それぞれ５２１、５２２と５２３、５２４）よりなり、そのサイズ分割比は第１環状部材のサイズ分割比に一致（correspond）する。２つの同心リングの内側リングは、セクションのピッチの半分だけ回転している。 In the following, the winding configuration and the winding of the proposed rotary power transformer will be described with reference to FIGS. As shown, the objects of the present invention are achieved by dividing the primary and secondary parts of the power transformer 500 into a plurality of separate sections. Primary portion 510, also referred to as a first annular member, stores at least two primary coils or AC that store AC input voltages U ₁ and U ₂ supplied by two separate AC power sources (not shown) that are independent of each other. It has sections (511 and 512). The secondary portion 520, also referred to as a second annular member, is realized as two concentric rings, each comprising two sections (521, 522 and 523, 524, respectively), the size division ratio of which is the size of the first annular member. Correspond to the split ratio. The inner rings of the two concentric rings are rotated by half the section pitch.

図５は、最初の位置のロータリートランス５００を示す。上記の通り、前記第１環状部材を構成する一次部５１０は、２つのセクションを形成する２つの一次コイル５１１と５１２を有する。前記第２環状部材を構成する二次部５２０は、４つの二次コイルを有し、第２環状部材の外側リングに属する複数のセクション（５２１、５２２）よりなる第１のセットと、第２の前記第２環状部材の内側リングに属する複数のセクション（５２３，５２４）よりなる第２のセットとを有し、内側リングは、前記外側リングに対して９０°のオフセット角だけシフトしている。 FIG. 5 shows the rotary transformer 500 in the initial position. As described above, the primary portion 510 constituting the first annular member has the two primary coils 511 and 512 forming two sections. The secondary part 520 constituting the second annular member has four secondary coils, a first set of a plurality of sections (521, 522) belonging to the outer ring of the second annular member, and a second A second set of sections (523, 524) belonging to the inner ring of the second annular member, the inner ring being shifted by an offset angle of 90 ° relative to the outer ring .

この位置では、前記第２環状部材の外側リングの第１の二次コイル５２１からピックアップしたＡＣ出力電圧Ｕ _１ ^＊は、第１の一次コイル５１１のＡＣ入力電圧Ｕ _１に一致し、一方、前記第２環状部材の外側リングの第２の二次コイル５２２からピックアップしたＡＣ出力電圧Ｕ _２ ^＊は、第２の一次コイル５１２のＡＣ入力電圧Ｕ _２に一致する。同時に、ＡＣ出力電圧Ｕ _１ ^＊＊は、第１の一次コイル５１１のＡＣ入力電圧Ｕ _１と、第２の二次コイル５１２のＡＣ入力電圧Ｕ _２の重み付け重ね合わせに一致する。ＡＣ出力電圧Ｕ _２ ^＊＊についても同様である。重ね合わせ成分の線形結合の重み係数は、重なる角度のステップ状線形関数ｆとｇとして表せる。特に、第２の環状部材５２０が全体として９０°の回転角だけ回転したとき、ＡＣ出力電圧Ｕ _１ ^＊とＵ _１ ^＊＊の特性と、ＡＣ出力電圧Ｕ _２ ^＊とＵ _２ ^＊＊の特性とが交換する。 In this position, the AC output voltage U ₁ ^* picked up from the first secondary coil 521 of the outer ring of the second annular member matches the AC input voltage U ₁ of the first primary coil 511, while The AC output voltage U ₂ ^* picked up from the second secondary coil 522 of the outer ring of the second annular member matches the AC input voltage U ₂ of the _second primary coil 512. At the same time, AC output voltage U ₁ ^** is an AC input voltage U ₁ of the first primary coil 511, to match the weight of the AC input voltage U ₂ overlay of a second secondary coil 512. The same applies to the AC output voltage U ₂ ^** . The weight coefficient of the linear combination of the superposition components can be expressed as a step-like linear function f and g of overlapping angles. In particular, when the second annular member 520 is rotated by a rotation angle of 90 ° as a whole, the characteristics of the AC output voltages U ₁ ^* and U ₁ ^{** and} the characteristics of the AC output voltages U ₂ ^* and U ₂ ^** Exchange.

この関係を数学的に簡単に表現すると、第１環状部材５１０の前記第１と第２の一次コイル（５１１、５１２）の弱いカップリングを考慮しなければ、前記第２環状部材の外側リングの第１と第２の二次コイル（５２１、５２２）による電圧降下Ｕ _１ ^＊とＵ _２ ^＊を求める次の数式で表せる： This relationship can be expressed mathematically simply by taking into account the weak coupling of the first and second primary coils (511, 512) of the first annular member 510 to the outer ring of the second annular member. The voltage drop U ₁ ^* and U ₂ ^{* due} to the first and second secondary coils (521, 522) can be expressed by the following formula:

ここで、αは、前記第２環状部材５２０の二次コイル５２１、５２２、５２３及び５２４が前記第１環状部材５１０の固定的に取り付けられた一次コイル５１１と５１２に対してシフトした回転角を表す。また、γは、重み付け関数ｆとｇが回転角CCのラベルを付した軸の方向に沿って互いにシフトしたオフセット角を表す。これらの重み付け関数は、最小レベル、傾き係数、高さが同じ２つの周期的三角関数であってもよい。図５、６、８に示したように、ロータリーパワートランス５００の実施形態では、γは９０°のオフセット角で与えられる。

Here, α is a rotation angle by which the

secondary coils

521, 522, 523 and 524 of the second annular member 520 are shifted with respect to the

primary coils

511 and 512 fixedly attached to the first annular member 510. To express. Γ represents an offset angle obtained by shifting the weighting functions f and g with respect to each other along the direction of the axis labeled with the rotation angle CC. These weighting functions may be two periodic trigonometric functions having the same minimum level, slope coefficient, and height. As shown in FIGS. 5, 6, and 8, in the embodiment of the rotary power transformer 500 γ is given by an offset angle of 90 °.

同様に、前記第２環状部材の内側リングの第１と第２の二次コイル（５２３、５２４）による電圧降下は次のように表せる： Similarly, the voltage drop due to the first and second secondary coils (523, 524) of the inner ring of the second annular member can be expressed as:

そのため、重み付け関数ｆとｇは、ＡＣ出力電圧Ｕ _１ ^＊とＵ _２ ^＊の合計が一定となり、ＡＣ出力電圧Ｕ _１ ^＊＊とＵ _２ ^＊＊の合計の値と同じになるように、選択できる。トランスの伝達比が１：１であると仮定すると、ＡＣ出力電圧Ｕ _１ ^＊とＵ _２ ^＊の平均電圧を、ＡＣ出力電圧Ｕ _１ ^＊＊とＵ _２ ^＊＊の平均電圧に等しく、また、ＡＣ入力電圧Ｕ _１とＵ _２の平均電圧
（外１）

に等しくできる。

Therefore, the weighting functions f and g can be selected such that the sum of the AC output voltages U ₁ ^* and U ₂ ^* is constant and is the same as the sum of the AC output voltages U ₁ ^** and U ₂ ^**. . Transmission ratio of the transformer 1: Assuming that 1, the average voltage of AC output voltages U ₁ ^* and U ₂ ^*, equal to the average voltage of the AC output voltage U ₁ ^** and U ₂ ^**, also, AC the average voltage of the input voltage U ₁ and U ₂ (outer 1)

Can be equal to

２つの２次側のセットＵ _１ ^＊とＵ _２ ^＊とＵ _２ ^＊の電圧差を整流したものの合計と、電圧Ｕ _１ ^＊＊とＵ _２ ^＊＊の合計とは、それぞれ、２つの入力電圧の絶対値の差の２倍である： The sum of the rectified voltage differences of the two secondary sets U ₁ ^* and U ₂ ^* and U ₂ ^* and the sum of the voltages U ₁ ^** and U ₂ ^** Double the absolute difference:

それゆえ、前記第１環状部材５１０の２つの一次コイル５１１と５１２に２つの異なる電圧Ｕ _１とＵ _２を供給して、４つの二次コイル５２１、５２２、５２３及び５２４の出力電極を、２つの補助差動トランス５２５ａと５２５ｂの二次コイルを介して接続することにより、ロータリーパワートランス５００の出力電極における２つの異なる電圧（Ｕ _１ ^＊とＵ _２ ^＊またはＵ _１ ^＊＊とＵ _２ ^＊＊）を発生して求めることができる。補助差動トランスの一次コイルは、電圧差
（外２）

の整流に用いる、２つの直列接続したＡＣ／ＤＣコンバータ５２６ａと５２６ｂの出力電極に結合されている。整流した電圧差は、ＡＣ／ＤＣコンバータ（図８参照）の第１のもの（５２６ａ）の入力ポートに入力される。

Therefore, two different voltages U ₁ and U ₂ are supplied to the _two

primary coils

511 and 512 of the first annular member 510, and the output electrodes of the four

secondary coils

521, 522, 523, and 524 are connected to 2 Two different voltages ( U ₁ ^* and U ₂ ^* or U ₁ ^** and U ₁ ^** and U ₂ ^{**) at} the output electrode of the rotary power transformer 500 by connecting through the secondary coils of the two auxiliary differential transformers 525a and 525b. ) Can be obtained. The primary coil of the auxiliary differential transformer has a voltage difference (outside 2)

Are coupled to the output electrodes of two series connected AC /

DC converters

526a and 526b. The rectified voltage difference is input to the input port of the first one (526a) of the AC / DC converter (see FIG. 8).

同様に、最初の入力電圧の差も、差動トランスを第２環状部材に接続することにより得られる。 Similarly, the initial input voltage difference is also obtained by connecting the differential transformer to the second annular member.

図５と６は一次及び二次側巻線の構成を示す。一次コイル５１１と５１２の２つの一次側巻線を示している。さらに、二次側巻線の２つの構成を示したので、合わせて４つの二次側巻線である。 5 and 6 show the configuration of the primary and secondary windings. Two primary windings of primary coils 511 and 512 are shown. Furthermore, since two configurations of the secondary side windings are shown, a total of four secondary side windings are provided.

上記の発明は、例えば、Ｘ線断層撮影装置のＸ線管に供給するために電極に非対称電圧源を必要とするような、電力を負荷に供給するのに用いる高電圧発生器回路の分野に有利に利用できる。これ以外にも、本発明はパワートランス回路技術一般の開発の進行にも有用に利用できる。 The above invention is in the field of high voltage generator circuits used to supply power to a load, for example requiring an asymmetric voltage source at the electrode to supply to the X-ray tube of an X-ray tomography apparatus. It can be used advantageously. In addition to this, the present invention can be usefully used for the development of general power transformer circuit technology.

本発明は、図９と１０に示した実施形態を参照して説明したように、２つの独立制御可能電源電圧を負荷の２つの電源電極に供給すればよいアプリケーションに限定されず、２つの以上の独立制御可能電源電圧を２つ以上の電源電極を有するいかなるタイプの負荷に供給する必要がある、その他のアプリケーションにも適用することができることに留意すべきである。 As described with reference to the embodiment shown in FIGS. 9 and 10, the present invention is not limited to an application in which two independently controllable power supply voltages need only be supplied to two power supply electrodes of a load. It should be noted that other independently controllable power supply voltages can be applied to other applications that need to supply any type of load having two or more power supply electrodes.

本発明を、図面と上記の説明に詳しく示し説明したが、かかる例示と説明は例示であり、限定ではない。すなわち、本発明は、開示した実施形態には限定されない。請求項に記載した発明を実施する際、図面、本開示、及び添付した特許請求の範囲を研究して、開示した実施形態のその他のバリエーションを、当業者は理解して実施することができるであろう。請求項において、「有する（comprising）」という用語は他の要素を排除するものではなく、「１つの（"ａ"または"ａｎ"）」という表現は複数ある場合を排除するものではない。相異なる従属クレームに手段が記載されているからといって、その手段を組み合わせて有利に使用することができないということではない。さらに、請求項中の参照符号は、本発明の範囲を限定するものと解釈してはならないことにも留意すべきである。 While the invention has been illustrated and described in detail in the drawings and foregoing description, such illustration and description are exemplary and not restrictive. The invention is not limited to the disclosed embodiments. In carrying out the claimed invention, the drawings, the present disclosure, and the appended claims can be studied, and other variations of the disclosed embodiments can be understood and practiced by those skilled in the art. I will. In the claims, the term “comprising” does not exclude other elements, and the expression “a” or “an” does not exclude a plurality. Just because a means is described in different dependent claims does not mean that the means cannot be used advantageously in combination. Furthermore, it should be noted that reference signs in the claims shall not be construed as limiting the scope of the invention.

Claims

A contactless high power rotary transformer that supplies at least two individually controllable AC power supply voltages from at least two separate power sources to at least one load through a single transformer core, the power transformer comprising: A plurality of fixedly mounted primary coils arranged in series in at least two non-overlapping sections of the first annular member, and a plurality of secondary coils arranged in adjacent sections of the second annular member, A plurality of secondary coils that can rotate in a non-contact manner around a rotation center that coincides with the centers of the first and second annular members, and that are capacitively coupled to the primary coil via the transformer core; Each of the coils is supplied with a different one of the individually controllable AC power supply voltages, and a different output power obtained from a plurality of individually controllable AC power supply voltages. And it supplies the power source electrode of the load, contactless high power rotary transformer.

The fixing of the first annular member when the secondary coil of the second annular member is in a rotational position after shifting by a certain rotational angle with respect to the fixedly attached primary coil of the first annular member. The contactless high power rotary according to claim 1, configured to supply at least two different output voltages provided by a linear combination of at least two individually controllable AC power supply voltages to a permanently mounted primary coil. Trance.

The non-contact high-power rotary transformer according to claim 2, wherein the weight coefficient of the linear combination is given by at least two step-like linear continuous functions of the rotation angle.

The non-contact high-power rotary transformer according to claim 2, wherein the weighting factor of the linear combination is given by two periodic trigonometric functions of the rotation angle in an angular direction shifted from each other by a certain offset angle.

The non-contact high-power rotary transformer according to claim 4, wherein both of the functions have a minimum value of zero and a maximum height of 1.

The contactless high-power rotary transformer according to claim 5, wherein the function has the same slope coefficient in a periodic monotonically increasing section and a monotonically decreasing section.

The functions are shifted from each other by an offset angle of 90 °, and when the second function of the functions has a minimum value, the first function has a maximum value and vice versa. 6. A non-contact high-power rotary transformer according to 6.

A high-voltage power supply circuit for supplying power to a load by an X-ray tube of an X-ray tomography apparatus that requires an asymmetric voltage source for a power supply electrode of the X-ray tube, the circuit being capable of at least two individual control on the primary side A non-contact high-power rotary transformer according to any one of claims 1 to 7, wherein different ones of the AC power supply voltages are supplied, and at least two obtained from the at least two individually controllable AC power supply voltages A high voltage power supply circuit for supplying different output voltages to the power supply electrode of the X-ray tube.

Resonant power having at least one high voltage transformer coupled in series to respective output ports of at least two separate DC / AC power inverter stages or said power transformer connected in a subsequent stage of at least one resonant tank circuit train 9. Implemented as a converter circuit, the latter functioning to supply the at least two individually controllable AC input voltages to different primary coils of a first annular member of the contactless high power rotary transformer. High voltage power circuit.

A high-voltage power supply circuit that supplies power to a load such as the X-ray tube of an X-ray tomography apparatus that requires an asymmetric voltage source at the power supply electrode of the X-ray tube, Having two or more non-contact high-power rotary transformers fed to at least two different individually controllable AC power supply voltages, said power transformers respectively coinciding with the centers of the ring-shaped primary and secondary coils The ring-shaped primary coil and the ring-shaped secondary coil are fixedly attached to the ring-shaped primary coil inductively coupled to the ring-shaped primary coil via a single transformer core. A secondary coil, and at least two different output voltages obtained from the at least two individually controllable AC power supply voltages are supplied to the X by the secondary coil of the power transformer. Supplied to the power supply electrodes of the tube, the high voltage power supply circuit.

The X-ray tomography apparatus which has a rotary gantry rotatably installed in the fixed bearing assembly, and further has the high voltage power supply circuit according to claim 8 or 9.